FR2814666A1 - METHOD AND APPARATUS FOR EXAMINING A BREAST BY INJECTING A CONTRAST PRODUCT - Google Patents
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Abstract
Procédé et appareil d'examen d'un sein, dans lequel : - on injecte un produit de contraste dans le sein à examiner, - on émet un faisceau de rayons X en direction dudit sein, - on prend une pluralité d'images numériques du faisceau de rayons X après qu'il a traversé ledit sein, et - on calcule une image représentative de la prise de contraste dans les tissus dudit sein à partir desdites images numériques.Method and apparatus for examining a breast, in which: - a contrast product is injected into the breast to be examined, - an X-ray beam is emitted towards said breast, - a plurality of digital images of the X-ray beam after it has passed through said breast, and - an image representative of the contrast enhancement in the tissues of said breast is calculated from said digital images.
Description
Procédé et appareil d'examen d'un sein par injection d'un produit deMethod and apparatus for examining a breast by injecting a breast product
contraste La présente invention concerne le domaine de l'imagerie, contrast The present invention relates to the field of imaging,
notamment médicale, en particulier de la mammographie. especially medical, in particular mammography.
Un appareil de radiologie, par exemple à usage mammographique, de radiologie conventionnelle RAD ou RF, neurologique ou encore vasculaire (périphérique ou cardiaque), se compose généralement: - d'un tube à rayons X et d'un collimateur pour former et délimiter un faisceau de rayons X, d'un récepteur d'image, généralement un intensificateur d'image radiologique et une caméra vidéo, ou encore un détecteur à l'état solide, et - d'un positionneur portant l'ensemble tube à rayons X et collimateur d'une part, et récepteur d'image d'autre part, mobile dans l'espace autour d'un ou plusieurs axes. On peut se reporter au A radiology device, for example for mammographic use, of conventional radiology RAD or RF, neurological or even vascular (peripheral or cardiac), generally consists of: - an X-ray tube and a collimator to form and delimit a X-ray beam, an image receptor, generally an X-ray image intensifier and a video camera, or even a solid state detector, and - a positioner carrying the X-ray tube assembly and collimator on the one hand, and image receptor on the other hand, mobile in space around one or more axes. We can refer to
document EP-A-972 490.document EP-A-972 490.
Un tube à rayons X monté, par exemple, dans un appareil de radiologie médicale, comprend une cathode et une anode, toutes deux An X-ray tube mounted, for example, in a medical radiology device, includes a cathode and an anode, both
enfermées dans une enveloppe étanche sous vide, pour réaliser un iso- enclosed in a vacuum sealed envelope, to achieve an iso-
lement électrique entre ces deux électrodes. La cathode produit un faisceau d'électrons qui est reçu par l'anode sur une petite surface constituant un foyer d'o sont émis les rayons X. On peut se reporter electrically between these two electrodes. The cathode produces an electron beam which is received by the anode on a small surface constituting a focus from which the X-rays are emitted. We can refer
au document WO-A-97/44809.WO-A-97/44809.
De façon classique, dans un but de dépistage d'éventuel cancer du sein, on effectue des radiographies permettant d'obtenir des images que l'on analyse pour en déduire une estimation de la probabilité d'une lésion dans des zones déterminées. Ensuite, en cas de détection d'une zone suspecte, un praticien effectue une ou plusieurs biopsies pour pouvoir disposer de tissus pour une analyse histologique. Le principal inconvénient des mammographies effectuées jusqu'à ce jour est la difficulté de détecter et analyser des lésions dans les seins radiologiquement denses, spécialement quand elles ne sont pas accompagnées de microcalcifications, car les images mammographiques sont des images de projection dont chaque pixel représente l'atténuation cumulée du faisceau à travers l'épaisseur Conventionally, for the purpose of screening for possible breast cancer, radiographs are carried out which make it possible to obtain images which are analyzed in order to deduce therefrom an estimate of the probability of a lesion in specific areas. Then, if a suspicious area is detected, a practitioner performs one or more biopsies to be able to have tissue for histological analysis. The main disadvantage of mammograms performed to date is the difficulty of detecting and analyzing lesions in radiologically dense breasts, especially when they are not accompanied by microcalcifications, since mammographic images are projection images, each pixel of which represents l cumulative attenuation of the beam across the thickness
totale du sein.total breast.
Pour réduire le nombre de biopsies qui s'avèrent nécessaires et accroître la fiabilité de détection des lésions, l'invention propose To reduce the number of biopsies that prove necessary and increase the reliability of detection of lesions, the invention proposes
une visualisation de haute qualité des lésions d'un sein. high-quality visualization of breast lesions.
Le procédé d'examen d'un sein, selon un aspect de l'invention, comprend des étapes d'injection d'un produit de contraste dans un sein à examiner, d'émission d'un faisceau de rayons X en direction dudit sein, de prise d'une pluralité d'images numériques du faisceau de rayons X après qu'il a traversé ledit sein, et de calcul d'une image représentative de la prise de contraste dans les tissus The method of examining a breast, according to one aspect of the invention, comprises steps of injecting a contrast product into a breast to be examined, of emitting an X-ray beam towards said breast , taking a plurality of digital images of the X-ray beam after it has passed through said breast, and calculating an image representative of the uptake of contrast in the tissues
dudit sein à partir desdites images numériques. said breast from said digital images.
On peut injecter le produit de contraste dans les vaisseaux sanguins d'un sein à examiner. L'injection peut être artérielle ou veineuse. La diffusion du produit de contraste est plus lente dans le cas de l'injection veineuse. Le produit de contraste peut être à base The contrast medium can be injected into the blood vessels of a breast to be examined. The injection can be arterial or venous. Diffusion of the contrast medium is slower in the case of venous injection. The contrast medium may be based
d'iode.diode.
De préférence, on prend une première image avant l'injection Preferably, we take a first image before the injection
de produit de contraste.contrast medium.
On prend au moins une deuxième image après l'injection de We take at least a second image after the injection of
produit de contraste.contrast medium.
Dans un mode de réalisation de l'invention, on prend au moins une deuxième image pendant une phase d'augmentation de l'atténuation dûe au produit de contraste. On entend par atténuation la In one embodiment of the invention, at least a second image is taken during a phase of increasing the attenuation due to the contrast product. Attenuation means the
diminution du nombre de photons X lorsqu'ils traversent ledit sein. decrease in the number of X photons when they pass through said breast.
Dans un mode de réalisation de l'invention, on prend au moins une deuxième image après une phase d'augmentation de In one embodiment of the invention, at least a second image is taken after an increase phase of
l'atténuation dûe au produit de contraste. the attenuation due to the contrast product.
Dans un mode de réalisation de l'invention, les deuxièmes In one embodiment of the invention, the second
images sont temporellement équiréparties. images are temporally evenly distributed.
Les deuxièmes images sont aussi appelées série d'images injectées. Dans un autre mode de réalisation de l'invention, on prend les deuxièmes images à intervalles plus faibles pendant la phase d'augmentation de l'atténuation dûe au produit de contraste qu'après The second images are also called series of injected images. In another embodiment of the invention, the second images are taken at lower intervals during the phase of increasing the attenuation due to the contrast product than after
ladite phase d'augmentation.said phase of increase.
Le nombre de deuxièmes images peut être compris entre deux et dix. Dans les deuxièmes images, le niveau de gris dépend de la The number of second images can be between two and ten. In the second images, the gray level depends on the
densité de produit de contraste dans ledit sein. density of contrast medium in said breast.
De préférence, on prend une deuxième image à la fin de la phase d'augmentation et une troisième image quelques minutes après la Preferably, a second image is taken at the end of the augmentation phase and a third image a few minutes after the
fin de la phase d'augmentation.end of the augmentation phase.
Avantageusement, on soustrait la première image de chacune des deuxièmes images. On peut filtrer spatialement les images soustraites. L'invention propose également un appareil de radiologie comprenant un moyen d'injection d'un produit de contraste dans un sein à examiner, un émetteur d'un faisceau énergétique, un récepteur du faisceau énergétique apte à envoyer en sortie une image numérique représentative du faisceau énergétique incident, et une unité de calcul apte à commander l'émetteur et à traiter des données provenant du récepteur pour calculer une image représentative de la prise de contraste dans des cellules dudit sein à partir desdites images numériques. De préférence, l'unité de calcul est apte à commander l'injection d'un produit de contraste après la prise d'une première image et avant la prise d'autres images. L'unité de calcul peut être apte à générer une image représentative de l'épaisseur du produit de contraste. On peut convertir lesdites images en images d'épaisseur. On entend par images d'épaisseur, une image dont le niveau de gris des Advantageously, the first image is subtracted from each of the second images. You can spatially filter the subtracted images. The invention also provides a radiology device comprising a means for injecting a contrast product into a breast to be examined, an emitter of an energy beam, a receiver of the energy beam capable of sending out a digital image representative of the incident energy beam, and a calculation unit capable of controlling the transmitter and processing data from the receiver to calculate an image representative of the uptake of contrast in cells of said breast from said digital images. Preferably, the calculation unit is capable of controlling the injection of a contrast product after the taking of a first image and before the taking of other images. The calculation unit may be able to generate an image representative of the thickness of the contrast product. Said images can be converted into thick images. By thick images is meant an image whose gray level of
pixels dépend de l'épaisseur du produit de contraste. pixels depends on the thickness of the contrast medium.
L'invention concerne également un programme d'ordinateur comprenant des moyens de code programme pour mettre en oeuvre les étapes du procédé, lorsque ledit programme fonctionne sur un ordinateur. L'invention concerne également un support capable d'être lu par un dispositif de lecture de moyens de code programme qui s'y trouvent stockés et qui sont aptes à la mise en oeuvre des étapes du The invention also relates to a computer program comprising program code means for implementing the steps of the method, when said program is running on a computer. The invention also relates to a medium capable of being read by a device for reading program code means which are stored therein and which are suitable for carrying out the steps of
procédé, lorsque ledit programme fonctionne sur un ordinateur. method, when said program is running on a computer.
L'invention s'applique, en particulier, à la mammographie, l'objet à étudier étant alors un sein que l'on examine en vue de déterminer si certaines zones sont susceptibles d'être atteintes d'une lésion, par exemple cancéreuse. Les zones atteintes présentent une vascularisation différente de celle des zones saines tant glandulaires qu'adipeuses. Il en découle que la cinétique de diffusion d'un produit de contraste injecté dans un vaisseau sanguin est différente dans une zone saine et dans une zone atteinte. L'étude de cette cinétique permet un repérage rapide et fiable des zones atteintes et une aide à la The invention applies, in particular, to mammography, the object to be studied then being a breast which is examined in order to determine whether certain zones are susceptible of being injured, for example cancerous. The affected areas have a different vascularity than the healthy areas, both glandular and adipose. It follows that the kinetics of diffusion of a contrast product injected into a blood vessel is different in a healthy area and in an affected area. The study of these kinetics allows a quick and reliable location of the affected areas and aids in
détermination de la nature, notamment cancéreuse ou non, de la lésion. determination of the nature, in particular cancerous or not, of the lesion.
Il s'avère particulièrement intéressant de faire correspondre le domaine fréquentiel d'absorption maximale du produit de contraste et la bande passante d'un filtre disposé en sortie de l'émetteur de rayons X. Le filtre permet de se rapprocher du cas idéal d'un It is particularly advantageous to match the frequency domain of maximum absorption of the contrast product and the bandwidth of a filter placed at the output of the X-ray emitter. The filter makes it possible to approach the ideal case of a
rayonnement X monochromatique.monochromatic X-ray.
On réalise une mammographie numérique avec injection d'un produit de contraste et analyse de la diffusion dudit produit de contraste. De plus, on peut obtenir une qualité d'images encore plus élevée avec une étape de soustraction d'une image prise avant l'injection. Un mode de mise en oeuvre est illustré par les dessins suivants: - la figure 1 est une vue schématique d'un dispositif de radiographie; - la figure 2 est un schéma fonctionnel du dispositif de radiographie; - la figure 3 est un organigramme d'étapes de procédé; - la figure 4 est une courbe d'atténuation linéaire du produit de contraste en fonction de l'énergie des rayons X; - la figure 5 est une courbe d'atténuation linéaire du tissu adipeux en fonction de l'énergie des rayons X; - la figure 6 est une courbe montrant un premier exemple de spectre d'un faisceau de rayons X; et - la figure 7 est une courbe montrant un second exemple de spectre d'un faisceau de rayons X. Tel qu'il est illustré sur la figure 1, un dispositif de radiologie 1 comprend un récepteur numérique 2, par exemple sous la forme d'un détecteur à l'état solide 3, apte à la prise d'images numériques et une unité de calcul et de commande 4. Le dispositif de radiologie 1 comprend une base 5 reposant sur le sol et supportant un ensemble 6 mobile en rotation par rapport au plan vertical de symétrie A digital mammography is carried out with injection of a contrast product and analysis of the diffusion of said contrast product. In addition, an even higher image quality can be obtained with a step of subtracting an image taken before the injection. An embodiment is illustrated by the following drawings: - Figure 1 is a schematic view of an X-ray device; - Figure 2 is a block diagram of the radiography device; - Figure 3 is a flow diagram of process steps; - Figure 4 is a linear attenuation curve of the contrast product as a function of the energy of the X-rays; - Figure 5 is a linear attenuation curve of the adipose tissue as a function of the energy of the X-rays; - Figure 6 is a curve showing a first example of spectrum of an X-ray beam; and FIG. 7 is a curve showing a second example of the spectrum of an X-ray beam. As illustrated in FIG. 1, an X-ray device 1 comprises a digital receiver 2, for example in the form of a solid state detector 3, suitable for taking digital images and a calculation and control unit 4. The radiology device 1 comprises a base 5 resting on the ground and supporting an assembly 6 movable in rotation by relation to the vertical plane of symmetry
du dispositif de radiologie 1.of the radiology device 1.
L'ensemble 6 comprend une colonne 7 supportant un plateau porte-sein 8 de hauteur réglable associé au récepteur 2 et une source émettrice de rayons X 9. La colonne 7 est pourvue sur sa face avant d'un rail 10 de fixation d'une pelote de compression 11 ou plateau de maintien. La source de rayons X 9 est pourvue d'un filtre 12. La source de rayons X 9 comprend une anode et une cathode enfermées sous vide dans une enveloppe étanche et alimentées sous haute tension. L'unité de calcul et de commande 4 comprend au moins un microprocesseur, au moins une mémoire, au moins un programme de calcul et/ou de commande stocké en mémoire et apte à être exécuté par le microprocesseur et un bus de communication. L'unité de calcul et de commande 4 est reliée, notamment, au récepteur numérique 2, à la The assembly 6 comprises a column 7 supporting a breast support plate 8 of adjustable height associated with the receiver 2 and a source emitting X-rays 9. The column 7 is provided on its front face with a rail 10 for fixing a compression pad 11 or holding plate. The X-ray source 9 is provided with a filter 12. The X-ray source 9 comprises an anode and a cathode enclosed under vacuum in a sealed envelope and supplied with high voltage. The calculation and control unit 4 comprises at least one microprocessor, at least one memory, at least one calculation and / or control program stored in memory and able to be executed by the microprocessor and a communication bus. The calculation and control unit 4 is connected, in particular, to the digital receiver 2, to the
source de rayons X 9, et au filtre 12. X-ray source 9, and filter 12.
L'unité de calcul et de commande 4 peut comprendre également un écran 13 de visualisation des images de l'organe The calculation and control unit 4 can also include a screen 13 for viewing the images of the organ
radiographié et un clavier 14.x-rayed and a keyboard 14.
En fonctionnement, les rayons X sont émis par la source 9, traversent le filtre 12, la pelote de compression 11, et l'organe radiographié, et entrent dans le récepteur numérique 2. Le récepteur numérique 2 émet en sortie une image représentative des photons X reçus, et qui dépend donc des caractéristiques du faisceau émis par la source 9, du filtre 12, du sein à examiner et du récepteur numérique 2 lui-même. L'unité de calcul et de commande 4 est reliée à et apte à commander un système d'injection 15 de produit de contraste tel qu'une solution contenant de l'iode ou du gadolinium, pourvu d'une In operation, the X-rays are emitted by the source 9, pass through the filter 12, the compression ball 11, and the radiographed member, and enter the digital receiver 2. The digital receiver 2 outputs an image representative of the photons X received, and which therefore depends on the characteristics of the beam emitted by the source 9, of the filter 12, of the breast to be examined and of the digital receiver 2 itself. The calculation and control unit 4 is connected to and capable of controlling a system for injecting contrast product 15 such as a solution containing iodine or gadolinium, provided with a
aiguille 16.needle 16.
Sur la figure 2, on voit que le dispositif de radiologie 1 est équipé d'un générateur 17 de haute tension pour l'alimentation de la source de rayons X 9. Le faisceau de rayons X 18 émis en aval du filtre 12 subit une atténuation due à l'objet 19, atténuation due à la fois au sein 20 et au produit de contraste 21, par exemple à base d'iode, injecté dans le sein 20. Le faisceau de rayons X atteint ensuite le récepteur numérique 2 dont une sortie est reliée à l'unité de calcul In FIG. 2, it can be seen that the radiology device 1 is equipped with a high voltage generator 17 for supplying the X-ray source 9. The X-ray beam 18 emitted downstream of the filter 12 undergoes attenuation due to the object 19, attenuation due both to the breast 20 and to the contrast product 21, for example based on iodine, injected into the breast 20. The X-ray beam then reaches the digital receiver 2, one output is connected to the computing unit
et de commande 4.and control 4.
Un modèle 22 prévu dans l'unité de calcul et de commande 4 reçoit des données du récepteur numérique 2, du générateur 17, de la source de rayons X 9, du filtre 12 et des données relatives à l'objet en cours d'examen, telles que l'épaisseur du sein et l'instant auquel a été effectuée l'injection de produit de contraste. Le modèle 22 permet de générer à partir de ces variables et des images reçues du récepteur numérique 2, une image d'absorption 23 exprimée en unités physiques telles que l'épaisseur équivalente du produit de contraste et non plus en niveau de gris exprimant des unités arbitraires comme l'image brute A model 22 provided in the calculation and control unit 4 receives data from the digital receiver 2, the generator 17, the X-ray source 9, the filter 12 and data relating to the object under examination , such as the thickness of the breast and the time at which the injection of contrast product was carried out. The model 22 makes it possible to generate from these variables and images received from the digital receiver 2, an absorption image 23 expressed in physical units such as the equivalent thickness of the contrast product and no longer in gray level expressing units arbitrary as the raw image
en sortie du récepteur numérique 2. at the output of the digital receiver 2.
Les images 23 font d'objet d'un traitement de soustraction pour obtenir des images différentielles 24. Les images différentielles 24 font ensuite l'objet d'un filtrage spatial comme par exemple une moyenne locale permettant de réduire la quantité de données à traiter et de réduire le bruit. Pour chaque zone ayant fait l'objet d'une moyenne, on calcule l'évolution du niveau de l'image, en d'autres termes l'évolution de l'absorption du produit de contraste par la zone du sein correspondant à la zone de l'image au cours du temps. On peut The images 23 are subject to subtraction processing in order to obtain differential images 24. The differential images 24 are then subject to spatial filtering, for example a local average making it possible to reduce the amount of data to be processed and reduce noise. For each area which has been the subject of an average, the evolution of the level of the image is calculated, in other words the evolution of the absorption of the contrast product by the area of the breast corresponding to the area of the image over time. We can
ensuite visualiser un tracé de ladite évolution sur l'écran 13. then view a plot of said evolution on screen 13.
On peut procéder de la façon illustrée sur la figure 3. We can proceed as illustrated in Figure 3.
A l'étape 30, on effectue une première prise d'image avant l'injection de produit de contraste. On obtient alors une image classique de mammographie dans laquelle les lésions du tissu glandulaire se distinguent difficilement des parties saines dudit tissu glandulaire du sein et des tissu adipeux du même sein. A l'étape ultérieure 31, on effectue l'injection de produit de contraste manuellement ou grâce au système d'injection 15 illustré sur In step 30, a first image is taken before the injection of contrast product. We then obtain a classic mammography image in which lesions of the glandular tissue are difficult to distinguish from healthy parts of said glandular tissue of the breast and adipose tissue of the same breast. In the subsequent step 31, the injection of contrast product is carried out manually or by means of the injection system 15 illustrated on
la figure 1, commandé par l'unité de calcul et de commande 4. Figure 1, controlled by the calculation and control unit 4.
A l'étape ultérieure 32, l'unité de calcul et de commande 4 commande la prise de plusieurs images prises à intervalles de temps réguliers ou au contraire à intervalles de temps croissants. En général, In the subsequent step 32, the calculation and control unit 4 controls the taking of several images taken at regular time intervals or, on the contrary, at increasing time intervals. In general,
on prévoira au cours de ladite étape 32 la prise de deux à dix images. during said step 32, provision will be made for two to ten images to be taken.
A l'étape 33, on effectue une opération de soustraction au cours de laquelle on ôte de chaque image prise à l'étape 32, la première image prise à l'étape 30. Les images prises à l'étape 32 présentent un contraste élevé dû à la diffusion et donc à la présence du produit de contraste dans le sein. L'image de contraste peut être convertie en une image 32a en unités d'épaisseur équivalente de produit de contraste. On peut consulter à ce sujet le document FR-A-2 786 293 ou le document FR-A- 2 786 589. On accroît ainsi la vitesse des traitements numériques ultérieurs et on réduit le bruit. La soustraction d'images permet d'ôter des images prises à l'étape 32, les structures peu vascularisées et donc peu chargées en produit de contraste, dont le niveau de gris évolue peu de la première image aux images prises à l'étape 32. On parvient ainsi à maintenir un contraste élevé tout en réduisant le bruit. En d'autres termes,on calcule une image différentielle dont un pixel a pour niveau IA = I(tl) - I(t0), avec I(tl) le niveau du pixel correspondant d'une image prise à l'étape 32 et In step 33, a subtraction operation is carried out during which the first image taken in step 30 is removed from each image taken in step 32. The images taken in step 32 have a high contrast. due to diffusion and therefore to the presence of the contrast product in the breast. The contrast image can be converted to an image 32a in units of equivalent thickness of contrast medium. One can consult on this subject the document FR-A-2 786 293 or the document FR-A- 2 786 589. One thus increases the speed of the subsequent digital processing and one reduces the noise. The subtraction of images makes it possible to remove images taken in step 32, the structures with little vascularity and therefore little loaded with contrast product, the gray level of which changes little from the first image to the images taken in step 32. This achieves high contrast while reducing noise. In other words, a differential image is calculated, one pixel of which has the level IA = I (tl) - I (t0), with I (tl) the level of the corresponding pixel of an image taken in step 32 and
I(t0) le niveau du pixel correspondant d'une image prise à l'étape 30. I (t0) the corresponding pixel level of an image taken in step 30.
A l'étape 34, on effectue un filtrage spatial, en d'autres termes une moyenne de plusieurs pixels pour réduire la durée des traitements numériques ultérieurs, sachant qu'une lésion est en général de dimension largement supérieure à celle d'un pixel du récepteur In step 34, spatial filtering is carried out, in other words an average of several pixels to reduce the duration of subsequent digital processing, knowing that a lesion is generally of dimension much greater than that of a pixel of the receiver
numérique 2.digital 2.
A l'étape 35, on calcule une courbe d'évolution de l'atténuation du faisceau de rayons X pour chaque zone spatiale sur laquelle on a effectué une moyenne. On peut, en général, considérer que la valeur du maximum d'une courbe de ce type est un indicateur relativement fiable de la probabilité d'une lésion dans la zone correspondante. A l'étape 36, on effectue une sélection des courbes pour In step 35, an evolution curve of the attenuation of the X-ray beam is calculated for each spatial zone over which an average has been taken. We can generally consider that the maximum value of a curve of this type is a relatively reliable indicator of the probability of a lesion in the corresponding zone. In step 36, a selection is made of the curves for
repérer les zones à forte probabilité de lésions. identify areas with a high probability of injury.
A l'étape 37, on effectue une visualisation, soit d'une de ces courbes, soit d'une image représentative du maximum desdites courbes. On peut aussi se baser sur la durée écoulée entre l'instant d'injection du produit de contraste et l'instant auquel la courbe In step 37, a visualization is made, either of one of these curves, or of an image representative of the maximum of said curves. We can also base ourselves on the time elapsed between the instant of injection of the contrast medium and the instant at which the curve
d'atténuation en fonction du temps atteint son maximum. attenuation as a function of time reaches its maximum.
A titre d'exemple, dans le cas d'une injection intraveineuse de produit de contraste, si ladite durée est de l'ordre de 1 minute, la zone considérée a de fortes probabilités de contenir une lésion. Si ladite durée est de l'ordre de 5 minutes, on considérera que la zone correspondante est normale et ne contient pas de lésion. Ceci est dû au fait que les lésions possèdent une vascularisation plus dense que les tissus glandulaires sains. Le produit de contraste s'y répand donc plus rapidement et à plus forte concentration surfacique ou volumique selon For example, in the case of an intravenous injection of contrast product, if the said duration is of the order of 1 minute, the area considered is highly likely to contain a lesion. If the said duration is of the order of 5 minutes, it will be considered that the corresponding zone is normal and does not contain any lesion. This is due to the fact that the lesions have a denser vascularity than healthy glandular tissue. The contrast agent therefore spreads there more quickly and at a higher surface or volume concentration depending on
le type de prise d'images.the type of image capture.
Pour obtenir une haute qualité d'image, il convient de choisir le matériau constituant l'anode de la source de rayons X, la composition du filtre, la haute tension d'alimentation et le produit de To obtain a high image quality, the material constituting the anode of the X-ray source, the composition of the filter, the high supply voltage and the product must be chosen.
contraste de façon coordonnée.contrast in a coordinated fashion.
Par exemple, sur la figure 4, on voit l'évolution du coefficient d'atténuation linéaire de l'iode qui peut être utilisé comme produit de contraste en fonction de l'énergie des rayons X exprimée en keV. On remarque que cette courbe d'atténuation présente un maximum local, aux environs de 33 keV, avec une décroissance lente pour les valeurs supérieures et une décroissance forte pour les valeurs inférieures. Sur la figure 5, est illustrée la courbe du coefficient d'atténuation linéaire d'un tissu adipeux en fonction de l'énergie des rayons X. L'abscisse des courbes des figures 4 et 5 est à la même échelle. On voit que les tissus adipeux présentent un coefficient d'atténuation extrêmement faible pour les valeurs de l'ordre de 30 à 45 keV. Ce coefficient d'atténuation linéaire devient plus important pour For example, in FIG. 4, we see the evolution of the linear attenuation coefficient of iodine which can be used as a contrast product as a function of the energy of the X-rays expressed in keV. We note that this attenuation curve has a local maximum, around 33 keV, with a slow decrease for the higher values and a strong decrease for the lower values. In FIG. 5, the curve of the linear attenuation coefficient of an adipose tissue is illustrated as a function of the energy of the X-rays. The abscissa of the curves of FIGS. 4 and 5 is on the same scale. It can be seen that the adipose tissues have an extremely low attenuation coefficient for values of the order of 30 to 45 keV. This linear attenuation coefficient becomes more important for
de faibles énergies, de l'ordre de 10 keV ou moins. low energies, on the order of 10 keV or less.
En d'autres termes, en se plaçant dans une zone de l'ordre de 33 à 45 keV, on bénéficiera d'une faible atténuation due au tissu adipeux et qui forme le bruit de l'image et une atténuation relativement forte due au produit de contraste qui permet de repérer les zones qui intéressent le praticien. Le rapport de l'atténuation de l'iode sur l'atténuation du tissu adipeux est généralement supérieur à In other words, by placing oneself in an area of the order of 33 to 45 keV, one will benefit from a weak attenuation due to the adipose tissue and which forms the noise of the image and a relatively strong attenuation due to the product. of contrast which makes it possible to identify the zones which interest the practitioner. The ratio of iodine attenuation to adipose tissue attenuation is generally greater than
dans ladite plage de 33 à 45 keV.in said range from 33 to 45 keV.
Sur la figure 6, est illustré le spectre d'un faisceau de photons X émis par un appareil de mammographie pourvu d'une anode en molybdène, d'un filtre en molybdène et alimenté à une tension d'alimentation de 25 kV. Le flux de photons est particulièrement dense FIG. 6 shows the spectrum of a beam of X photons emitted by a mammography device provided with a molybdenum anode, a molybdenum filter and supplied with a supply voltage of 25 kV. The photon flux is particularly dense
pour des valeurs d'énergie de l'ordre de 15 à 20 keV. for energy values of the order of 15 to 20 keV.
Sur la figure 7, est illustré le spectre d'un faisceau de photons X émis par un autre appareil de mammographie pourvu d'une anode en rhodium et d'un filtre en cuivre de 0,35 mm d'épaisseur, alimenté par une tension de 45 kV. Le flux de photons est FIG. 7 illustrates the spectrum of a beam of X photons emitted by another mammography device provided with a rhodium anode and a 0.35 mm thick copper filter, supplied by a voltage. 45 kV. The photon flux is
particulièrement dense dans les énergies comprises entre 30 et 45 keV. particularly dense in energies between 30 and 45 keV.
On utilisera donc de préférence un flux de photons du type illustré sur la figure 7, qui s'accorde bien avec l'atténuation linéaire de l'iode. En effet, l'iode présente une raie d'absorption K aux alentours de 33-35 keV, énergie pour laquelle le flux de photons est A photon flux of the type illustrated in FIG. 7 will therefore preferably be used, which agrees well with the linear attenuation of the iodine. Indeed, iodine has an absorption line K around 33-35 keV, energy for which the photon flux is
particulièrement dense dans le cas de la figure 7. particularly dense in the case of FIG. 7.
De façon plus générale, on pourra prévoir un filtre en cuivre de 0,2 à 0, 5 mm d'épaisseur, préférentiellement de 0,3 à 0,4 mn d'épaisseur. La tension d'alimentation pourra être comprise entre 40 et 50 kV, préférentiellement entre 45 et 49 kV. On pourra aussi envisager More generally, it is possible to provide a copper filter 0.2 to 0.5 mm thick, preferably 0.3 to 0.4 mm thick. The supply voltage may be between 40 and 50 kV, preferably between 45 and 49 kV. We can also consider
un filtre comprenant du zinc.a filter comprising zinc.
On pourra également utiliser un appareil de radiologie avec une anode en rhodium et un filtre comprenant une couche de rhodium de 25 microns d'épaisseur et une couche de cuivre de 0,2 nmm d'épaisseur, ou une anode en tungstène avec un filtre en aluminium de mm d'épaisseur. Ainsi, on effectue un appariement des différentes caractéristiques en ce sens que l'on cherche à émettre un faisceau de rayons X présentant un maximum d'intensité pour une fréquence du même ordre que celle de la raie d'absorption K du produit de contraste, fréquence pour laquelle l'atténuation dûe aux seuls tissus du sein sera particulièrement faible. On parvient ainsi à obtenir une haute qualité d'image, grâce au rapport élevé entre le coefficient d'absorption du produit de contraste dans la bande de fréquence qu'on utilise et le coefficient d'atténuation linéaire des tissus du sein. De plus, le bruit des images qui est ici constitué en partie par l'atténuation dûe aux tissus du sein peut être réduit grâce à la soustraction de la première image. On prévoira également d'étalonner l'image de façon que le niveau de gris de l'image que le praticien visualise sur l'écran, soit proportionnel à une quantité d'iode par unité de surface de l'image. On We can also use a radiology device with a rhodium anode and a filter comprising a rhodium layer 25 microns thick and a copper layer 0.2 nmm thick, or a tungsten anode with a filter mm thick aluminum. Thus, the different characteristics are paired in the sense that an attempt is made to emit an X-ray beam having a maximum intensity for a frequency of the same order as that of the absorption line K of the contrast product, frequency for which attenuation due to breast tissue alone will be particularly low. This achieves a high image quality, thanks to the high ratio between the absorption coefficient of the contrast product in the frequency band that is used and the linear attenuation coefficient of the breast tissue. In addition, the noise of the images which is here partly constituted by the attenuation due to the tissues of the breast can be reduced thanks to the subtraction of the first image. Provision will also be made to calibrate the image so that the gray level of the image that the practitioner sees on the screen is proportional to an amount of iodine per unit of surface of the image. We
facilite ainsi grandement l'interprétation des images. This greatly facilitates the interpretation of the images.
Enfin, l'invention permet d'obtenir des doses de rayonnement absorbées dans le sein relativement faibles, de l'ordre de 20% de celles Finally, the invention makes it possible to obtain relatively low doses of radiation absorbed in the breast, of the order of 20% of those
d'une mammographie classique.of a classic mammogram.
On peut utiliser un filtre relativement épais en combinaison avec une tension d'alimentation élevée pour obtenir un spectre qui est proche du spectre optimal d'une source de rayons X monochromatique d'une énergie juste supérieure à la raie d'absorption K du produit de A relatively thick filter can be used in combination with a high supply voltage to obtain a spectrum which is close to the optimal spectrum of a monochromatic X-ray source with an energy just greater than the absorption line K of the product of
contraste.contrast.
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 17 |
|
| ST | Notification of lapse |
Effective date: 20180330 |